Université de Montréal
Développement d’une lentille cornéenne médicamentée
par
Pierre-Luc Latreille
Faculté de pharmacie
Axe formulation et analyse du médicament
Mémoire présenté à la Faculté de pharmacie en vue de l’obtention du grade de Maîtrise
en sciences pharmaceutiques option technologies pharmaceutiques
Août 2015
Résumé
L’utilisation de lentilles cornéennes peut servir à améliorer le profil d’administration d’un principe actif dans les yeux. Avec une efficacité d’administration de 5% par l’utilisation de gouttes, on comprend rapidement que l’administration oculaire doit être améliorée. Cette faible administration a donné naissance à plusieurs tentatives visant à fabriquer des lentilles cornéennes médicamentées. Cependant, à cause de multiples raisons, aucune de ces tentatives n’a actuellement été mise sur le marché. Nous proposons dans cette étude, une possible amélioration des systèmes établis par le développement d’une lentille cornéenne à base de 2-(hydroxyéthyle)méthacrylate (HEMA), dans laquelle des microgels, à base de poly N-isopropylacrylamide (pNIPAM) thermosensible encapsulant un principe actif, seront incorporé.
Nous avons donc débuté par développer une méthode analytique sensible par HPCL-MS/MS capable de quantifier plusieurs molécules à la fois. La méthode résultante a été validée selon les différents critères de la FDA et l’ICH en démontrant des limites de quantifications et de détections suffisamment basses, autant dans des fluides simulés que dans les tissus d’yeux de lapins. La méthode a été validée pour sept médicaments ophtalmiques : Pilocarpine, lidocaïne, proparacaïne, atropine, acétonide de triamcinolone, timolol et prednisolone.
Nous avons ensuite fait la synthèse des microgels chargés négativement à base de NIPAM et d’acide méthacrylique (MAA). Nous avons encapsulé une molécule modèle dans des particules ayant une taille entre 200 et 600 nm dépendant de la composition ainsi qu’un potentiel zêta variant en fonction de la température. L’encapsulation de la rhodamine 6G (R6G) dans les microgels a été possible jusqu’à un chargement (DL%) de 38%. L’utilisation des isothermes de Langmuir a permis de montrer que l’encapsulation était principalement le résultat d’interactions électrostatiques entre les MAA et la R6G. Des cinétiques de libérations ont été effectuées à partir d’hydrogels d’acrylamide chargés en microgels encapsulant la R6G. Il a été trouvé que la libération des hydrogels chargés en microgels s’effectuait majoritairement selon l’affinité au microgel et sur une période d’environ 4-24 heures. La libération à partir de ces systèmes a été comparée à des formules d’hydrogels contenant des liposomes ou des nanogels de chitosan. Ces trois derniers (liposomes, microgels et nanogels) ont présenté des résultats prometteurs pour différentes applications avec différents profils de libérations.
Enfin, nous avons transposé le modèle développé avec les gels d’acrylamide pour fabriquer des lentilles de contact de 260 à 340 µm d’épaisseur à base de pHEMA contenant les microgels avec une molécule encapsulée devant être administrée dans les yeux. Nous avons modifié la composition de l’hydrogel en incorporant un polymère linéaire, la polyvinylpyrrolidone (PVP). L’obtention d’hydrogels partiellement interpénétrés améliore la rétention d’eau dans les lentilles cornéennes. L’encapsulation dans les microgels chargés négativement a donné de meilleurs rendements avec la lidocaïne et cette dernière a été libérée de la lentille de pHEMA en totalité en approximativement 2 heures qu’elle soit ou non encapsulée dans des microgels.
Ainsi dans cette étude pilote, l’impact des microgels n’a pas pu être déterminé et, de ce fait, nécessitera des études approfondies sur la structure et les propriétés de la lentille qui a été développée. En utilisant des modèles de libération plus représentatifs de la physiologie de l’œil, nous pourrions conclure avec plus de certitude concernant l’efficacité d’un tel système d’administration et s’il est possible de l’optimiser.
Mots-clés : Lentilles cornéennes, microgels, libération contrôlée, HPLC-MS/MS,
Abstract
The development of corneal contact lenses initially aimed to correct vision troubles but more recently targets to improve administration of ophthalmic drugs. Eye drops from ophthalmic solutions has a poor administration efficiency of 5% or less and is currently the most used method to deliver drugs to the eye. Such administration technique needs to be improved and contact lenses could be the solution according to many opticians. However, no marketed therapeutic contact lenses has been marketed up to date. In this project we have developed a model of a contact lens made of 2-(hydroxyethyl)methacrylate embedding microgels of poly N-isopropylacrylamide (pNIPAM), encapsulating a model drug.
We first developed an analytical method capable to quantify simultaneously seven ophthalmic drugs: Pilocarpine, lidocaine, proparacaine, atropine, triamcinolone acetonide, timolol and prednisolone. This method was developed on a HPLC-MS/MS device and was validated according to FDA and ICH criteria. Using this method, we achieved very low detection and quantitation limits with high precision and accuracy in both simulated lachrymal fluids and in rabbit ocular tissues. Each seven drugs was validated using this method.
We proceeded with the synthesis of negatively charged microgels of NIPAM using methacrylic acid (MAA) as comonomer. Resulting size were ranging between 200-600 nm and zeta potential was found to increase (absolute value) with temperature. The microgels were used to encapsulate a model molecule, rhodamine 6G (R6G), in different medium and were loaded in the microgel up to 38% (drug loading, DL%). Using Langmuir isotherms to measure affinity and adsorption of R6G, it was found well correlated to MAA content in microgels, suggesting electrostatic interaction was the main parameter for drug loading. Release kinetics was performed using a model hydrogel of acrylamide embedding the R6G-loaded microgels. The measured release was found to follow an affinity-based mechanism for over 4-24 hours. The release kinetics were then compared to a formulation of liposomes and nanogels of chitosan embedded in hydrogel. All formulations exhibited interesting release profiles making them promising systems for different therapeutic applications.
Finally, we changed the acrylamide gels for pHEMA designed to reproduce contact lenses containing drug-loaded microgels. The hydrogel composition, in terms of monomer /
cross-linker ratio, was first optimized to fit contact lenses properties of 260-340 µm thick contact lenses. We also made use of semi-interpenetrated polyvinylpirrolidone (PVP) in the pHEMA hydrogel matrix to increase its water content. The highest DL% of negatively charged microgels were obtained using lidocaine and were used for release studies, where the total content of lidocaine was released in approximately 2 hours with and without microgels.
In the end, this was a pilot study aiming to evaluate the potential of microgel usability in contact lenses. However, the impact of microgels on release was not fully conclusive. Additional studies should be undertaken to achieve a better comprehension and characterization of the release mechanism such as using more eye relevant physiological models. Such studies would provide further insights on the use of such materials for eye drug delivery and its applicability.
Keywords : Corneal contact lenses, microgels, controlled release, HPLC-MS/MS,
Table des matières
Résumé ... i
Abstract ... iii
Table des matières... v
Liste des tableaux ... viii
Liste des figures ... ix
Liste des abréviations ... xii
Remerciements ... xvi
Chapitre 1 : Introduction ... 1
1.1 Les formes pharmaceutiques commerciales pour l’administration oculaire ... 1
1.2 Formulations en développement et vecteurs pour principes actifs ... 6
1.3 L’utilisation de lentilles cornéennes comme mode d’administration ... 8
1.3.1 Lentilles cornéennes avec immersion dans une solution ... 10
1.3.2 Lentilles cornéennes avec impression moléculaire ... 10
1.3.3 Lentilles cornéennes chargées en liposomes... 14
1.3.4 Lentilles cornéennes incorporant des nanomicelles ... 15
1.3.5 Lentilles cornéennes chargées avec des particules ... 15
1.3.6 Lentilles cornéennes contenant des films de polymères ... 17
1.3.7 Impact de la structure de l’hydrogel sur la lentille ... 18
1.4 Hypothèses et objectifs ... 20
Chapitre 2: A simple method for the subnanomolar quantitation of 7 ophthalmic drugs in the rabbit eye. ... 23
2.1 Introduction ... 23
2.2 Materials and Methods ... 25
2.2.1 Chemicals and Reagents ... 25
2.2.3 Compounds Ionisation and Detection Optimisation ... 26 2.2.4 Chromatographic Method ... 26 2.2.5 Calibration Curves ... 28 2.2.6 Precision ... 28 2.2.7 Storage Stability ... 29 2.2.8 Dilution Integrity ... 29
2.2.9 Detection and Quantitation Limits ... 29
2.2.10 Matrix Effect ... 30
2.2.11 Specificity ... 31
2.2.12 Drug Quantitation in Rabbit Eye ... 31
2.3. Results ... 32
2.3.1 Optimisation of Compound Ionisation and Detection ... 32
2.3.3 Calibration Curves ... 34
2.3.4 Precision ... 35
2.3.5 Storage Stability ... 35
2.3.6 Dilution Integrity ... 36
2.3.7 Detection and quantitation limits ... 36
2.3.8 Specificity ... 37
2.3.9 Drug quantitation in simulated lacrimal fluids and biological matrices ... 38
2.4 Conclusion ... 43
2.5 Acknowledgement ... 43
Chapitre 3: Release Kinetics from Nano-Inclusion Based and Affinity Based Hydrogels: A Comparative Study... 44
3.1 Introduction ... 44
3.2 Materials and methods ... 47
3.2.1 Chemicals and reagents... 47
3.2.2 Preparation of formulations ... 48
3.2.3 Hydrogel preparation ... 50
3.2.4 Physicochemical characterization of formulations ... 51
3.2.6 NIPAM-co-MAA Microgels Drug Loading Characterization ... 53
3.2.7 Release study from liposomes ... 54
3.2.8 Release study from hydrogel ... 54
3.3 Results and Discussions ... 55
3.3.1 Preparation and characterization of liposomes ... 55
3.3.2 In vitro release from liposomes ... 57
3.3.3 In vitro release from hydrogel embedding liposomes ... 59
3.3.4 Chitosan nanogels characterization ... 60
3.3.5 NIPAM-co-MAA microgels characterization... 61
3.3.6 NIPAM-co-MAA microgels DL and LE characterization... 63
3.3.7 In vitro release from hydrogel embedding microgels or nanogels ... 67
3.3.8 Release profiles of liposomes and microgels ... 70
3.4 Conclusions ... 73
Chapitre 4 : Fabrication de lentilles cornéennes médicamentées modèles ... 74
4.1 Matériel et méthodes ... 74
4.1.1 Produits chimiques ... 74
4.1.2 Développement des hydrogels de lentilles ... 74
4.1.3 Caractérisation physique des hydrogels ... 74
4.1.4 Chargement des microgels de principes actifs ophtalmiques ... 75
4.1.5 Fabrication des modèles de lentilles cornéennes ... 75
4.1.6 Étude de libération in vitro d’un modèle de lentille cornéenne ... 76
4.2 Résultats ... 76
4.2.1 Caractérisation physique des hydrogels ... 77
4.2.2 DL% et LE% de principes actifs ophtalmiques ... 77
4.2.3 Étude de libération in vitro d’un modèle de lentille cornéenne ... 78
Chapitre 5 : Discussion et conclusion générale ... 82
Bibliographie... 84
Annexe 1 ... x
Liste des tableaux
Table 2.1 Predicted physicochemical properties of the seven drugs. ... 27
Table 2.2 Optimised fragmentation conditions ... 32
Table 2.3 Calibration curves slope and intercept. ... 33
Table 2.4 Lower validated concentrations in biological eye tissues or fluids... 40
Table 3.1 Composition, physicochemical properties and loading characterization of formulations ... 56
Table 3.2 Release curve “break points” for affinity-based systems (microgels and free R6G or SRB) ... 69
Liste des figures
Figure 2.1 Chromatogram of the complete cassette including all four internal standards after a
250 nmol.L-1 concentration injection of pooled standards and IS. From left to right, pilocarpine (1), acetaminophen (2), atropine (3), lidocaine (4), timolol (5), proparacaine (6), propranolol (7), clozapine (8), prednisolone (9), T.A (10) and loratadine (11). ... 34
Figure 2.2 Matrix effect on drugs at LLoQ concentrations (A) and at a nominal concentration
of 250 nmol.L-1 (B). Protein precipitation (blue) and biological tissues and fluids (eye – pink, vitreous humor – green, aqueous humor – dark blue, cornea – purple) were both diluted 4 and 5 times respectively upon quantitation (62.5 nmol.L-1 and 50 nmol.L-1). Red bars at -20 and 20% represents matrix effect criteria limits on diluted samples or samples at LLoQ. Criteria on undiluted sample at non-LLoQ concentration are not shown for clarity. Stars indicate an significant matrix effect ... 38
Figure 2.3 Chromatograms are representing blank in aqueous humor (A), vitreous humor (B),
eye tissue (C), SLF-BSA (D), pooled LLoQs in eye tissues (E) and SLF-BSA (F) as well as 50 nmol.L-1 pooled standards in eye tissues (G) and SLF-BSA (H). From left to right, pilocarpine (1), acetaminophen (2), atropine (3), lidocaine (4), timolol (5), proparacaine (6), propranolol (7), clozapine (8), prednisolone (9), T.A (10) and loratadine (11). Chromatograms (A-F) for presentation issue, internal standards were removed (2-7-8-11). Note: prednisolone is barely noticeable since it has LLoQ height of approximately 500 cps and low detection signal (for 50 nmol.L-1 chromatograms). Since no peak was significant, no peak were identified in blank matrices since it’s only relevant as background noise. ... 41
Figure 3.1 Release behavior of sulforhodamine B from liposomes. (a) Sulforhodamine B release
during 72 hours from three different formulations of liposomes at 4 °C and 37 °C. (b) Impact of UV light on sulforhodamine B release during 1000 seconds from (60:40) formulation before and after 15 minutes of exposure. ... 58
Figure 3.2 Release behavior of sulforhodamine B from hydrogel embedding liposomes. (a)
Sulforhodamine B release during 250 hours from hydrogel embedding three different formulations of liposomes at 4 °C and 37 °C. (b) An increase in sulforhodamine B release rate from (60:40) formulation following addition of 1% C12E9 surfactant suggesting liposomes release from hydrogel at 4 °C and 37 °C for over 250 hours. ... 60
Figure 3.4 Characterization of R6G loading in NIPAM-co-MAA microgels. Microgels
containing 0 to 20% MAA were loaded with R6G in pure water and (a) drug loading and (b) loading efficiency were determined at different R6G / particle ratio. Drug loading for MAA 10% microgels were determined in PBS 10 mM with 145 mM NaCl (pH = 7.4), pure water and in HEPES 5mM without salt (pH = 7.4) at (c) different R6G / particle ratio and at (d) different static temperatures and temperature cycles. If not mentioned, incubation temperature was set to 25oC for one hour. ... 65
Figure 3.5 Langmuir isotherms (A) for 3 microgels, where the affinity Q was determined and
plotted in function of MAA concentration (B). The affinity for R6G to microgels are also presented in three mediums and conditions (C). ... 67
Figure 3.6 Release kinetics of microgel and nanogel formulations embedded in hydrogel
structures at 4oC and 37oC. (a) Release kinetics of R6G were followed for 72 hours for each microgel formulations loaded of R6G in HEPES 5 mM without salt and (b) in pure water. Release of sulforhodamine B from nanogels was also studied along with microgels initially loaded in water. ... 68
Figure 3.7 Adjustment of time in function of hydrogel thickness and diffusion coefficient (Eq.
3.9) on liposomes (A) and adjustment based on R6G affinity with the microgel loaded from both water and HEPES 5mM (B). In comparison with their respective unadjusted release curves, an effect of superposition should be created with both adjustment. ... 71
Figure 4.2 Hydratation des blocs d’hydrogels à l’équilibre selon le ratio massique de PVP et le
ratio molaire de PEGDMA. Les écarts-types sont calculés à partir d’une variabilité modèle par ratio PEGDMA et extrapolée sur l’ensemble des ratios PVP (n = variable entre 1 et 5). ... Erreur ! Signet non défini.
Figure 4.3 Capacités de chargement (DL%) de le chlorhydrate de pilocarpine (noir), la lidocaïne
(organge), le chlorhydrate de proparacaine (vert), le sulfate d’atropine (bleu) et le maléate de timolol (rouge) dans (A) l’eau milliQ (pH=5,5) et (B) l’HEPES 5 mM sans sel (pH=7,4). ... Erreur ! Signet non défini.
Figure 4.4 (A) Vitesse de libération, (B) profil de libération massique et (C) profil de libération
normalisé (%) de la lidocaïne dans quatre lentilles cornéennes différentes. ... 80
Figure 5.1 Design d’une lentille par parties toriques concentriques fonctionnelles.Erreur ! Signet non défini.
Figure 5.2 Tailles (A) et potentiels zêta (B) des microgels de NIPAM-co-AEM selon la
composition en AEM, surfactant (CTAB) et la température. Les abréviations AEM0, AEM1 et AEM 10 sont pour le ratio molaire d’AEM dans le microgel. Les abréviations 50CTAB, 170CTAB et 850CTAB sont pour la concentration en µmol/L en surfactant. L’abréviation SDS est pour indiquer l’utilisation de SDS aux concentrations utilisées pour les microgels de MAA. ... Erreur ! Signet non défini.
Liste des abréviations
AA : Acide acrylique ACN : Acétonitrile
ACN/H2O/FA: ACN:H2O (1:4) avec 0.1% FA AEM : 2-(aminoéthyle) méthacrylate
BisA : N,N’-methylene-bis(acrylamide) BSA : Albumine de sérum bovin
CE : Énergie de collision
Cmax : Concentration maximale CR: Libération cumulative CS : Chitosan
CTAB : Bromure de cetyltriméthylammonium CV% : Coefficient de variation
DEAA : N,N’-diethylacrylamide Deff: Coefficient de diffusion effectif DL% : Capacité de chargement
DLS : Diffusion dynamique de la lumière DMAA : N,N’-diméthylacrylamide DMPC : Dimyristoyl phosphatidylcholine DOPC : 1,2-Dioleoyl-sn-glycero-3-phosphocholine DP : Potentiel de désolvatation DPPC : 1,2-dihexadecanoyl-sn-glycero-3-phosphocholine DPPC: L-α-dipalmitoyl phosphatidylcholine
EGDMA : Éthylène glycol diméthacrylate ELS : Électrophorèse laser Doppler HA : Acide hyaluronique
HEPES: Acide 4-(2-hydroxyéthyl)-1-pipérazine éthane sulfonique HPLC : Chromatographie liquide à haute pression
HPMC: Hydroxypropyl méthyl cellulose
LCST: Plus faible temperature critique de solubilité LE% : Efficacité d’encapsulation
LLoD: Plus faible limite de détection LLoQ : Plus faible limite de quantification
M/T : Ratio de principe actif sur le modèle de liaison (molecule/template) MAA : Acide méthacrylique
MS/MS : Spectromètre de masse à triple quadripôle NIPAM : N-isopropylacrylamide
NVP ou PVP : N-vinylpirrolidone
PARatio : Ratio de l’aire sous la courbe de la molecule d’intérêt sur le standard interne PBS : Solution saline de tampon phosphate
PCL: Poly capro-ε-lactone PdI : Indice de polydispersité PDMS: Poly(diméthylsiloxane) PEG : Polyéthylène glycol
PEGDMA: Poly(éthylène glycol) diméthacrylate 550 Da PGT : Triacylate de glycéryl propoxylé
pHEMA : Poly(hydroxyéthyl)méthacrylate PLA : Acide poly(lactique)
PLGA : Acide poly(lactique-co-glycolique) PMMA : Poly(méthylméthacrylate)
PS : Taille de particules (particle size) PVA : Alcool polyvinylique
QC : Contrôles qualités R6G : Rhodamine 6G
SDS : Sodium dodécyl sulfate SLF : Liquide lachrymal simulé
SLF-BSA : Liquide lachrymal simulé avec BSA T.A : Triamcinolone acetonide
TPP : Tripolyphosphate sodique
VA-086 : 2,2'-azobis[2-méthyl-N-(2-hydroxyéthyl)propionamide ZP : Potentiel zêta (Zeta potential)
Je dédie ce mémoire et ce travail à tous les membres de ma famille qui ont toujours cru en mes capacités et moyens.
Remerciements
J’aimerais remercier premièrement mon directeur de recherche, Xavier Banquy qui a pris la chance de me prendre pour la maîtrise en sciences pharmaceutiques. Cet acte de confiance m’a grandement aidé à me surpasser et à donner le meilleur en moi pour ce que j’aime faire.
J’aimerais de plus remercier mes collègues de travail Jimmy Faivre, Augustine Lalloz, Nicolas Hanauer, Shaker Alsharif et Jean-Michel Rabanel pour leur soutien moral et scientifique tout au long du parcours de maîtrise.
Je suis également reconnaissant du professeur Leclair et des membres de la plateforme de biopharmacie, Martin Jutras et Mihaela Friciu pour m’avoir permis d’effectuer un premier stage en académique qui m’a fait rencontrer par la suite le professeur Banquy. Ces expériences m’ont été très utiles et sans compter les innombrables coopérations pour l’utilisation du LC-MS/MS de la plateforme.
Un dernier merci à Alexandre Melkoumov, Mirza Hossain, Isabelle St-Jean et Kevin Plourde pour avoir été d’excellents partenaires de jeux lorsque les résultats sont moins probants.
Sans oublier ma famille, je tiens à leur exprimer toute ma gratitude pour m’avoir encouragé à viser toujours plus haut qui s’exprime aujourd’hui par la réalisation de ce mémoire.
Encore une fois, Merci!
Chapitre 1 : Introduction
Le développement d’une molécule en un médicament associé à une application thérapeutique est un processus long et dispendieux que pratiquement exclusivement les compagnies pharmaceutiques majeures peuvent se permettre. Le coût est si élevé et la période de développement si longue que les cas d’échecs doivent être minimisés et déterminé le plus tôt possible dans le processus de développement. L’échec de l’efficacité de la molécule testé est un élément rédhibitoire, mais un élément fondamental souvent oublié est l’impact de sa forme d’administration. En effet, une molécule prise oralement aura une pharmacocinétique différente si elle est prise de manière intraveineuse et ainsi, potentiellement, causant une modification de l’effet thérapeutique. Divers éléments peuvent influencer la pharmacocinétique d’une molécule notamment la dose d’administration (325 mg comparé à 50 mg), la forme pharmaceutique (comprimé à dissolution immédiate ou comprimé à libération prolongée), la voie d’administration (orale, rectale ou topique), etc. Malgré tous ces paramètres, la nature de l’application conduira à sélectionner préférentiellement certaines options.
L’administration oculaire de médicament n’est pas facile. La physiologie et l’anatomie de l’œil le rend difficile d’accès pour les molécules thérapeutiques. C’est pour cette raison qu’il existe un bon nombre de voies pour administrer un principe actif à travers celui-ci. Parmi les diverses voies possibles d’administration des traitements thérapeutiques commerciaux, la plus importante est la voie topique. Cette méthode fait généralement appel à l’administration par goutte ophtalmique. Typiquement, ces gouttes sont composées de 0,001 % jusqu’à 2 % (masse/volume) [1] de principes actifs et d’une à deux gouttes d’environ 25-70 µL (idéalement 20 µL) sont déposées sur l’œil à traiter [2]. Bien que cette technique soit la plus répandue pour l’administration de principes actifs, ce mode d’administration est peu efficace. En effet, de la quantité totale administrée, il a été démontré que seulement 5% se retrouvaient à l’intérieur de l’œil pour exercer son action pharmacologique [3]. Cette faible efficacité d’administration est le résultat de trois facteurs limitant la pénétration d’un actif à travers la barrière cornéenne : les jonctions serrées de la cornée, le drainage naso-lacrymal et la perte par clignement des yeux et écoulement. Ces trois facteurs limitent la pénétration de la cornée des principes actifs et leur temps de résidence une fois à l’intérieur de l’œil. Ce problème est actuellement contré par
l’augmentation des doses administrées, pour atteindre les doses thérapeutiques au niveau du site d’action, et par l’augmentation de la fréquence d’administration. Toutefois, cette pratique augmente principalement le risque d’effets secondaires au niveau systémique qui s’explique par l’absorption d’une plus grande dose du principe actif par le conduit naso-lacrymal. Le conduit naso-lacrymal drainera la plus forte dose administrée dans la circulation systémique qui causera des effets indésirables. L’apparition d’effets indésirables reliés à un traitement d’une maladie chronique tel le glaucome, malgré une bonne efficacité pharmacologique, tend à réduire sévèrement l’adhérence des patients au traitement, causée par sa pharmacocinétique [4]. La même tendance a été observée pour les principes actifs à hautes fréquences d’administration. Par exemple, la pilocarpine est l’un des premiers anti-glaucomateux mis sur le marché, mais la cause de l’abandon de l’usage clinique de cette molécule est sa fréquence d’administration à 4 fois par jours au prix du maléate de timolol (deux fois par jour) et du latanoprost (une fois par jour) par exemple [5, 6]. Heureusement, d’autres types d’administration ou d’autres techniques (dispositifs oculaires, vecteurs pharmaceutiques, etc.) existent pour améliorer l’administration d’un médicament par gouttes ophtalmiques. Certains sont commercialisés, alors que d’autres ne sont qu’en développement.
1.1 Les formes pharmaceutiques commerciales pour
l’administration oculaire
L’ajout d’agents viscosifiants dans les solutions ophtalmiques est un exemple. Ces agents visent principalement à augmenter le temps de résidence du principe actif administré sur l’œil et la cornée. Typiquement, ces agents sont souvent des polyalcools tels l’alcool polyvinylique (PVA) ou d’autres polymères hydrophiles biocompatibles tels l’hydroxyéthyle cellulose ou bien l’hydroxypropyle méthyle cellulose (HPMC). En augmentant la viscosité des gouttes déposées sur l’œil, on diminue l’impact de la perte par clignement des yeux et l’élimination par l’écoulement avec les larmes ; le liquide sera en contact plus longtemps avec la cornée favorisant ainsi sa diffusion dans l’œil [1]. Les agents viscosifiants ont eu un impact positif sur la rapidité d’élimination du principe actif administré par gouttes et leur facilité de formulation ont fait en sorte qu’ils sont employés dans la plupart des goutes ophtalmiques commerciales, sans toutefois proposer un système à libération sur plusieurs jours.
Les onguents et crèmes, quant à eux, proposent une méthode d’administration à part entière pour augmenter le contact du principe actif avec la cornée et favoriser sa pénétration dans l’œil. Ils sont généralement formés de lipides solides et semi-solides telle que la paraffine. Ce type de formulation est principalement utilisé pour traiter les infections bactériennes ou fongiques au niveau de la cornée. Comparativement aux gouttes, leur temps de résidence sur la cornée est de loin supérieur réduisant les quantités nécessaires et la fréquence d’administration grâce à une libération prolongée. Cependant, l’utilisation de lipides pour une période prolongée sur la cornée est reconnue pour causer des rougeurs, de l’irritation et une altération de la vision, limitant les applications de ce type de préparations aux substances fongiques et anti-bactériennes. De plus, des études ont même démontré que l’utilisation de crèmes et onguents permettait l’augmentation de la perméabilité de certaines molécules [7]. Toutefois, l’augmentation de la perméabilité comparativement aux autres méthodes d’administration pourrait être due au bris de la barrière cornéenne et des jonctions serrées de l’épithélium par l’exposition prolongée à l’onguent contenant de la vancomycine [8].
Les gels ophtalmiques s’inscrivent eux aussi dans la même lignée que les gouttes visqueuses et les onguents. Selon le même principe, ce type de formulation vise à augmenter l’exposition du principe actif sur la cornée. Ces gels vont s’administrer sous forme de liquide à très haute viscosité entre la paupière et l’œil et, avec les mouvements oculaires, ils vont recouvrir entièrement la surface. En raison de leur haute viscosité, contrairement à des suspensions, il n’y a pas besoin d’agiter la préparation pour homogénéiser la dose. Des gels ophtalmiques de loteprednol 0,5 % (Lotemax ®) ont été commercialisés pour réduire les douleurs postopératoires. Peu de gels toutefois ont été commercialisés pour leur permettre de prouver leur efficacité clinique, mais on suppose que cette formulation serait capable de prolonger la libération d’une dose quantifiable de loteprednol sur 24 heures [9].
Un autre moyen pour administrer un médicament à l’œil est par la voie orale. Cette dernière est la plus polyvalente et permet d’administrer de manière plus ou moins efficacement les principes actifs à leur site d’action. Cette voie d’administration sera surtout utilisée en ophtalmologie pour administrer un principe actif qui aura de la difficulté à traverser l’épithélium
de la cornée ou qui est légèrement toxique pour cette dernière. L’acétazolamide pour le traitement du glaucome est un exemple typique d’administration orale pour le traitement ophtalmique. Lorsqu’administré par gouttes ophtalmiques, cette molécule traverse peu la cornée et conséquemment n’offre aucune action pharmacologique [10]. Généralement utilisée en dernier recours, son utilisation par la voie orale cause un bon nombre d’effets secondaires indésirables [11]. Ceci est expliqué par le faible débit sanguin qui irrigue l’œil et la cornée. Ce faisant, les doses administrées doivent suffisamment importantes pour atteindre la concentration thérapeutique en considérant que la molécule doive traverser plus de barrières physiques et métaboliques, telle l’absorption par l’intestin/estomac et le premier passage hépatiques. Toutefois, son efficacité pharmacologique est excellente, expliquant son utilisation en dernier recours dans le traitement du glaucome à angle ouvert (chronique) et son utilisation en première ligne en cas de glaucome à angle fermé (rapide) [11]. À cause d’une faible biodisponibilité dans l’aire thérapeutique et d’un potentiel important d’effets secondaires, l’administration par voie orale est généralement évitée ou très peu utilisée.
Une option un peu plus invasive qui est utilisée dans certaines applications telles que la dégénérescence maculaire liée à l’âge, la rétinopathie diabétique et même certaines tumeurs fait appel à des injections intravitréales. La méthode consiste à injecter à l’aide d’une aiguille, à travers la sclérotique, une solution ou une suspension d’un principe actif. Cette voie d’administration s’applique principalement pour les principes actifs ayant une faible perméabilité à travers l’épithélium cornéen et généralement nécessitant une dose plutôt importante au niveau de la rétine. Cette méthode permet une excellente biodisponibilité et agit au même titre que les injections intraveineuses pour l’administration systémique, par l’esquive des barrières anatomiques et physiologiques. Toutefois, si une solution de principe actif est injectée tel quel, le temps d’exposition et l’activité du principe actif reste relativement court (entre 21 heures et 7 semaines) en considérant qu’il s’agit d’une méthode invasive nécessitant l’intervention de personnels qualifiés [12]. Cette voie d’administration permet d’injecter des suspensions de polymères ou de nanoparticules conduisant à une libération prolongée de principe actif. L’injection d’un implant permet d’avoir une libération contrôlée d’une molécule thérapeutique. Ce système permet d’éviter la majorité des barrières s’opposant à la biodisponibilité et d’avoir une libération ou présence d’une concentration de médicament
directement à l’intérieur de l’œil. Certains implants non biodégradables ont déjà été approuvés par la FDA pour la libération soutenue d’acétonide de triamcinolone, Retisert® (Baush + Lomb) à travers une membrane de PVA, permettant la libération sur une durée maximale de deux ans et demi [13]. Cette libération lente se base principalement sur la lente dissolution du Triamcinolone acétonide dans l’œil puis sur la membrane de PVA (après la libération initiale), pour permettre de réduire la quantité d’injection intravitréale qui aurait été nécessaire. De tels inserts capables de libération prolongée peuvent améliorer le traitement de plusieurs maladies telle la dégénérescence maculaire liée à l’âge ou bien dans le cas d’une uvéite, où il est difficile d’atteindre des concentrations thérapeutiques avec les moyens d’administration précédents. Toutefois, ce mode d’administration devient moins intéressant lorsque la cible thérapeutique est plus facile d’accès, par exemple dans le glaucome ou le traitement d’infections fongiques ou
Figure 1.1 Exemple des différentes méthodes d’administrations possibles ayant pour but de
cibler la rétine avec une molécule traversant difficilement la cornée. Adaptée et reproduite avec permission de [14, 15].
bactériennes. La figure 1.1 représente diverses alternatives aux injections intravitréales (figure 1.1J) et aux implants non biodégradables (figure 1.1h), pouvant être utilisées pour administrer une molécule traversant difficilement la cornée et les autres barrières de l’œil [14, 15].
Un objet similaire aux implants, mais pour une application topique, fait appel à des inserts d’hydrogels contenant un réservoir chargé en principe actif. Il a déjà été approuvé par la FDA. OCUSERT-Pilo ® était un insert d’hydrogel de poly(éthylène-co-vinyl acétate) contenant un réservoir de pilocarpine permettant une libération prolongée pour le traitement du glaucome. Il était appliqué entre la paupière et l’œil de manière à ce qu’il n’influence pas la vision et reste en place. Malheureusement, cet objet a été abandonné par la compagnie qui l’a développé sans raison évidente. Toutefois, des problèmes liés à son application avaient été observés comme la perte de l’insert, une sensation de coupure sur les bords de l’hydrogel ainsi que les sensations désagréables du mouvement dans l’œil [16]. Malgré le fait que le système bénéficiait de l’avantage d’une libération plus contrôlée que par solutions ophtalmiques, le bénéfice-risque a semblé jouer en sa défaveur.
1.2 Formulations en développement et vecteurs pour principes
actifs
Les multiples problèmes reliés à l’administration de principes actifs pour les yeux, comme il a été présenté précédemment, nous font porter à croire qu’il y a place à l’amélioration et que cette amélioration pourrait être profitable à de nombreux traitements. Une technique d’administration devrait être facile d’utilisation et arborer une efficacité acceptable produisant un minimum d’effets secondaires. C’est face à ces besoins non comblés que plusieurs techniques et nouvelles formes pharmaceutiques ont été mises en développement.
Afin d’améliorer le système d’administration par gouttes, l’ajout d’un système à base de nanoparticules permettrait de réduire la vitesse de libération du principe actif et de faciliter la pénétration dans la cornée et ainsi d’améliorer le ciblage des tissus oculaires. Un premier type de nanoparticules en développement fait appel aux liposomes. Un liposome est constitué d’une
double couche de phospholipides formant une vésicule permettant de contenir un principe actif en solution. Il a été observé par plusieurs groupes de recherche sur le glaucome que l’encapsulation de la pilocarpine (sous forme nitrate ou chlorhydrate) dans des liposomes a permis une réduction de la pression intraoculaire prolongée d’approximativement 5 heures par rapport aux solutions ophtalmiques [14, 17]. De plus, l’utilisation de liposomes fait à partir de
L-α-dipalmitoyl phosphatidylcholine (DPPC) et de stéarylamine, chargés positivement et
contenant du maléate de timolol, ont démontré une meilleure efficacité que des liposomes négativement chargés, neutres et que les gouttes ophtalmiques [18]. Cette observation s’est traduite par une réduction plus marquée et pour une plus longue durée de la pression intraoculaire chez des lapins en utilisant des liposomes positivement chargés. Cette efficacité supérieure serait due à l’adsorption des liposomes (positifs) sur l’épithélium de la cornée (négatif), augmentant le temps de contact avec le vecteur, permettant ainsi un passage plus important du timolol. Une internalisation plus importante du liposome dans les cellules cornéennes pourrait aussi être une explication. Toutefois, la présence de stéarylamine dans les liposomes semble toxique pour les cellules [19]. D’autres études ont été menées sur l’utilisation de liposomes dans l’administration oculaire, mais une barrière à ce développement reste l’innocuité du produit pour une période prolongée principalement pour les liposomes les plus efficaces (avec charges positives).
L’utilisation de nanoparticules polymériques pourrait permettre d’obtenir de meilleurs résultats par le biais d’une modification et un ajustement plus fin du vecteur pour obtenir les propriétés désirées pour l’administration oculaire. Plusieurs études ont démontré que le chitosan possédait certaines de ces propriétés. Son utilisation permettrait d’améliorer le transport d’une molécule thérapeutique à travers la cornée tout en permettant la libération prolongée de la molécule thérapeutique. De plus il est biodégradable et biocompatible. Le groupe de Campos et
al. a démontré le potentiel d’utilisation de particules formées de chitosan et de tripolyphosphate
sodique (TPP). Ils ont démontré qu’il améliorait la pénétration cornéenne de la fluorescéine et que cet effet était médié par les charges positives du chitosan [20]. Toutefois, l’opinion sur l’innocuité des particules dans les concentrations utilisées est mitigée, spécifiant que le milieu de fabrication et de conservation des suspensions de particules était dans le tampon acétate et pourrait affecter la toxicité sur la cornée, alors que certains mentionnent un effet caractérisé par
plusieurs autres chercheurs à de telles concentrations [20, 21]. D’autres polymères biocompatibles tels l’acide polylactique (PLA), le poly capro-ε-lactone (PCL), les acides polylactique-co-glycolique (PLGA), polyéthylène glycol (PEG) ont aussi prouvé leur capacité à contrôler la libération et leur potentiel à servir de vecteur pour la formulation oculaire. Toutefois, certains obstacles restent encore à surmonter au niveau de la stabilité colloïdale et de l’efficacité d’encapsulation du principe actif ainsi que la gamme possible d’encapsulation de principe actif.
Dans un même but d’améliorer l’efficacité d’administration et de contrôler la vitesse de libération, des implants d’hydrogels sont en cours de développement pour le traitement prolongé de plusieurs maladies oculaires. À base d’hydrogels biodégradables, des implants intravitréales sont développés pour permettre l’administration prolongée de principes actifs. Un peu comme le système d’implant RETISERT libérant la triamcinolone acétonide, ce système serait implanté aussi par chirurgie, mais n’aurait pas nécessairement besoin d’être retiré [22]. Par exemple, les matériaux choisis pour leur fabrication seraient composés principalement de PLA, PLGA ou de PCL. Diverses formules deviennent alors possibles pour de tels implants. Libérer simultanément deux molécules thérapeutiques serait possible en fabriquant un implant multicompartimenté [23]. Avec ce genre de système, l’on rapporte des libérations sur 4 semaines pour l’acétonide de triamcinolone et de 2 semaines pour un activateur du plasminogène [24]. Toutefois, développer des matériaux biodégradables devient d’une grande complexité pour ajuster chacun des paramètres cruciaux [22]. La biocompatibilité du polymère choisi, sa dégradation et la libération du contenu doivent être prises en compte. Il doit être dégradé, mais pas trop rapidement pour éviter une libération massive ou trop rapide. Enfin, il est possible d’améliorer des systèmes d’administration déjà existants par l’innovation et l’utilisation des ressources que nous avons et ensuite on peut comparer avec l’administration par injections intravitréales.
De simples injections de drogues, aux suspensions particulaires, puis aux implants biodégradables de (PCL, PLA ou PLGA) ou à réservoirs de principe actif (RETISERT), l’administration d’un principe actif à la rétine d’une molécule thérapeutique qui pénètre difficilement a été grandement améliorée avec ces améliorations technologiques. D’une autre part, le traitement des maladies oculaires par voie topique n’a guère vu d’amélioration au point
de vue clinique, utilisant toujours majoritairement les gouttes de solutions ophtalmiques. Des implants de la conjonctive ont été désignés par un chercheur localisé à l’université de Floride. À base de poly(2-hydroxyéthyle)méthacrylate (pHEMA), les inserts étaient capable de libérer de manière soutenue pour une période d’entre 10 et 30 jours la cyclosporine A [25]. Ce même chercheur a aussi contribué à développer une « punctal plug » capable de libérer de la cyclosporine A à partir du même type d’hydrogel de pHEMA, mais entourée d’une couronne de silicone [26]. Ce sont des idées novatrices qui présentent un certain potentiel pour l’administration oculaire, mais qui toutefois, seront limitées par leur application. L’intervention ou la mobilisation du personnel de la santé pour l’administration d’un traitement chronique par « punctal plug » ou par implant cornéen devient nécessairement moins intéressante lorsqu’on vient pour discuter de la praticabilité de tels systèmes d’administrations.
1.3 L’utilisation de lentilles cornéennes comme mode
d’administration
Avec la croissance exponentielle de la recherche en biomatériaux, ainsi que des nombreux récents succès de développement de polymères et assemblages, l’utilisation de lentilles cornéennes pour l’administration oculaire redevient un thème très populaire. Les lentilles cornéennes sont généralement séparé en deux catégories : Les lentilles cornéennes souples, à base de pHEMA ou de N-vinylpyrrolidone (NVP ou PVP) ont une grande quantité d’eau (entre 38-70% massique), et les lentilles cornéennes rigides, formées de poly(méthylméthacrylate) (PMMA) ou de PDMS ont un plus faible contenu en eau due à leur caractère plus hydrophobe. Les lentilles cornéennes rigides offrent des perméabilités dépendantes des monomères. Celles à base de PMMA possèdent une faible perméabilité à l’oxygène alors que celles à base de silicones tel le PDMS ont une excellente perméabilité à l’oxygène. Les lentilles cornéennes à la base ont été fabriquées pour corriger les défauts de la vue tels la myopie, l’astigmatisme et l’hypermétropie pour en nommer quelques-uns et offrir une option alternative au port de lunettes correctrices [27]. Originalement, les lentilles cornéennes ont été proposées par Léonard de Vinci [27], puis ce n’est qu’en 1949 que les premières lentilles cornéennes rigides en PMMA ont été synthétisées [28]. Toutefois, étant peu perméable à l’oxygène, il n’était pas pratique et confortable de porter de tels objets sur la cornée.
Ce n’est qu’en 1961 que le chercheur tchèque Otto Wichterle a synthétisé la première lentille cornéenne souple à base de pHEMA et d’éthylène glycol diméthacrylate (EGDMA) qui est encore la base des lentilles cornéennes souples aujourd’hui. En 1970, Gasset & Kaufman furent dans les premiers à produire et caractériser les lentilles de contact pour administrer un médicament [29]. Plusieurs tests ont été conduits pour vérifier la possibilité d’en faire une plateforme pour l’administration oculaire, l’avantage par rapport aux gouttes n’a pas semblé significatif. L’incapacité à contrôler la libération du médicament de la lentille a ralenti son développement pour plusieurs années. À ce jour, aucune n’a été mise en marché à l’exception de lentilles cornéennes pour combattre la sécheresse de l’œil et offrir une hydratation constante. À mi-chemin entre l’insert oculaire proposé par OCUSERT et l’administration par gouttes à partir de solutions ophtalmiques ou de suspensions particulaires, la lentille possèderait de multiples avantages : Un contact accru entre la cornée et le principe actif (dispositif médical), une libération contrôlée, une facilité d’administration, de faibles fréquences d’administration ou de remplacement ainsi que la possibilité d’administrer une grande variété de principes actifs. Les possibilités de la lentille cornéenne et ses avantages sur les autres moyens d’administration auraient un impact majeur sur ces voies d’administration et l’opinion d’experts ophtalmologues et optométristes va dans le même sens : La majorité d’entre eux prescriraient le médicament présenté dans des lentille cornéenne plutôt que celui en solution ophtalmique [30].
Toutefois, un moyen de contrôler la libération et de charger la lentille doit être trouvé sans que cela altère de façon majeure la structure de l’hydrogel. En effet, il faut préserver sa perméabilité à l’oxygène, sa transparence, sa rigidité ainsi que son innocuité, c’est-à-dire qu’elle ne cause pas de dommage à la cornée ni de rougeurs ou d’irritation de l’œil, créant un inconfort. Avec les années, de nombreuses tentatives ont été essayées pour charger les lentilles cornéennes en principe actif et contrôler sa libération.
1.3.1 Lentilles cornéennes avec immersion dans une solution
Le moyen de fabriquer des lentilles cornéennes médicamentée le plus rapidement et facilement est par l’immersion d’une lentille cornéenne commerciale dans une solution de médicament, tel qu’il l’a été imaginé initialement [31]. En utilisant une lentille commerciale, il s’agit de simplement immerger la lentille dans une solution de médicament et doser la quantité
à l’intérieur en quantifiant la concentration restante de la solution d’immersion. Ensuite, la lentille chargée en médicament est immergée dans un milieu de libération généralement constitué d’un tampon salin de phosphate (PBS) et des prélèvements sont effectués à différents temps. Typiquement avec ce type de chargement en médicament, l’on observe des profils de libération ou le maximum est libéré entre 2 et 4 h [32, 33]. Toutefois, il a été montré que le maximum libéré avec cette technique n’était pas nécessairement la totalité, où le médicament se lierait de manière permanente à l’hydrogel en fonction du type de l’hydrogel [33]. De plus, les cinétiques de libération, la quantité libérée dépend de la molécule choisie et du type d’hydrogel sur lequel il est adsorbé. Il est à noter que la quantité pouvant être chargée dans les lentilles est relativement faible en utilisant cette technique et d’autres études permettant d’améliorer ces facteurs seront nécessaires.
Pour améliorer ce concept, le Pr Chauhan de l’université de Floride a créé diverses lentilles de contact chargées en vitamine E pour contrôler la libération des molécules thérapeutiques chargées dans la lentille par immersion [34]. Similairement, des lentilles commerciales sont premièrement immergées dans l’éthanol contenant la vitamine E en solution pour diffuser à l’intérieur de la lentille pendant 24 heures. La lentille est rincée à l’eau pour extraire l’éthanol et la vitamine E, n’étant que très peu soluble dans l’eau restera à l’intérieur de la matrice polymérique de la lentille, puis est réimmergée dans une solution de principe actif. En chargeant le maléate de timolol dans une lentille cornéenne de silicone (Narafilcon A) avec diverses concentrations de vitamine E par lentille, différents profils de libérations ont pu être observés. En augmentant les quantités de vitamine E par lentille, ils ont pu obtenir environ 80% de libération sur 4 heures sans vitamine E, sur 22 h avec 0,09g/g (vitamine E par lentille) et sur 84 h avec 0,23g/g [34]. Cette étude démontre que la vitamine E peut constituer une barrière pour la libération du principe actif et ainsi contrôler la libération de celui-ci. En utilisant la cystéamine avec différentes lentilles cornéennes, les auteurs ont calculé un coefficient de diffusion avec vitamine E largement inférieur comparativement aux lentilles sans vitamine E [35]. En comparant les cinétiques de libération obtenues dans les deux études, on observe également un impact au niveau de la diffusivité des molécules utilisées, expliquant les différences dans les profils de libération : le timolol est libéré sur une période 84 heures avec vitamine E et la cystéamine est libéré sur une période de 4 heures dans des conditions similaires [34].
Avec une solution contenant le timolol et le dorzolamide, ce même groupe a pu charger les deux molécules ainsi que les libérer simultanément [36]. Le profil de libération du timolol en présence du dorzolamide seul n’a pas semblé être affecté entre les deux études, tout en étant contrôlé par la vitamine E [34, 36]. De plus, les résultats in vivo sont prometteurs, étant capables de réduire la pression intraoculaire autant et même possiblement plus efficacement qu’avec des gouttes commerciales chez des chiens beagles autant par administration simultané que le timolol seul [34, 36]. Cette méthode de production de lentilles cornéennes médicamentée a d’ailleurs été produite pour d’autres principes actifs démontrant des résultats similaires [37]. Malgré que les lentilles aient démontré une innocuité relativement acceptable, notant des rougeurs occasionnelles, aucune étude n’a été conduite sur l’impact de la vitamine E sur la perméabilité à l’oxygène et la transmittance en photons (la vitamine E étant une molécule lipophile).
Pour augmenter la quantité chargée dans les lentilles par immersion, une solution pourrait provenir de l’incorporation de β-cyclodextrines dans la lentille cornéenne. En ajoutant un groupement méthacrylate à la β-cyclodextrines, celle-ci polymérisera dans la lentille et favorisera l’adsorption du principe actif [38]. Des quantités impressionnantes ont pu être chargées de puerarin (composé actif modèle) dans la lentille, chargeant de 13,25 à 32,59 mg/g d’hydrogel après 24 h d’équilibre dans une solution à 0,802 mg/mL. Similairement aux lentilles chargées par simple immersion, ces lentilles libèrent leur contenu rapidement, en moins de 10 heures. In vivo, ces lentilles ont tout de même montré une pharmacocinétique supérieure aux gouttes ophtalmiques dans les fluides lacrymaux et 8 heures de concentrations au-dessus de 0,2 µg/mL dans l’humeur aqueuse chez des lapins. De telles lentilles pourraient être réutilisables et simplement être réexposées à une solution de médicament pour en réabsorber sur une base journalière [38].
1.3.2 Lentilles cornéennes avec impression moléculaire
Une récente technique qui présente des avantages comparativement au chargement par immersion simple est la technique par impression moléculaire. L’impression moléculaire est une technique récente qui permet à l’hydrogel de s’orienter spatialement de manière à créer des sites de liaisons spécifiques pour une molécule donnée, ainsi créant des domaines de fortes affinités pour cette molécule [39]. En formant un complexe avant la polymérisation avec la
molécule cible et les monomères de l’hydrogel il sera possible de créer une architecture à l’hydrogel qui lui sera favorable à la liaison de la molécule cible en agissant similairement à un couple ligand-récepteur (M/T). Ensuite, la molécule sera retirée ou lavée pour permettre le chargement de l’hydrogel de la molécule cible [39].
Dans les lentilles cornéennes à empreinte moléculaire, les acrylates pouvant porter une charge tels que l’acide méthacrylique (MAA), l’acide acrylique (AA) et l’acrylamide (récepteur, T) seront utilisés pour former des complexes avec le principe actif (ligand, M) [40]. Ainsi, cette méthode permet d’améliorer leur capacité à charger la lentille en principe actif pour atteindre des quantités par lentilles atteignant entre 34 et 5900 µg (selon le principe actif) et à soutenir la libération pour des périodes prolongées [40]. Après la fabrication de la lentille, celle-ci est lavée rigoureusement pour enlever les monomères non réagis ainsi que le principe actif utilisé pour former l’empreinte, puis est remise dans une solution de principe actif. En utilisant différentes concentrations de principe actif, des isothermes d’adsorption de Langmuir peuvent être tracées. En complexant de manière ionique le diclofénac avec le diéthyl(aminoéthyl)méthacrylate, l’impression moléculaire du diclofénac dans la structure de la lentille a permis d’obtenir des taux de chargements d’au moins 67% jusqu’à 83% supérieurs [41]. De plus, il a été observé avec des lentilles à empreinte de timolol et de MAA qu’en augmentant les taux de réticulations de la lentille, l’adsorption du timolol était légèrement réduite, qui se traduit par une rigidité accrue de l’hydrogel et une perméabilité réduite au timolol [42]. L’épaisseur a été aussi déterminée comme un facteur pouvant influencer l’affinité de l’hydrogel à la molécule et ainsi sa libération [43]. La concentration de la molécule responsable des sites de liaisons (généralement un acrylate) influencera également l’affinité globale du ligand (médicament) à l’hydrogel et par conséquent permettra d’obtenir différents profils de libérations. Toutefois, la molécule responsable des sites de liaisons doit nécessairement être liée chimiquement ou par interaction ionique avec le principe actif pour créer les zones à hautes affinités dans la structure de l’hydrogel.
Les cinétiques de libérations à partir des hydrogels seront influencées par plusieurs facteurs. Majoritairement, le ratio initial du complexe de principe actif (M/T) et le type de molécule utilisé influenceront le profil de libération. Le timolol complexé avec le MAA a présenté une libération complète au mieux en 24 heures [42], le kétotifène imprimé avec l’acide
acrylique (et l’acrylamide puis le NVP) a présenté une libération de 80% en 4 jours [44], la norfloxacine présentant une libération complète entre 2 et 5 jours dépendant du ratio M/T [45], puis jusqu’à environ 50 jours avec une molécule de haut poids moléculaire, le HPMC [46]. Ils ont démontré que chacun de ces profils de libération suivait une courbe de désorption de la molécule d’intérêt de l’hydrogel, qui est appuyée par la modification des cinétiques de libération par la modification de l’affinité des sites d’adsorption.
En utilisant le timolol maléate imprimé avec le MAA décrit plus tôt ainsi que le kétotifène imprimé, des études in vivo ont été menées séparément par différents groupes [47, 48]. Le kétotifène dans les lentilles imprimées a présenté des biodisponibilités largement supérieures à celles des gouttes administrées à des lapins après 26 heures de traitement dans les fluides lacrymaux. Celles-ci ont démontré une exposition près de 10 fois supérieure aux lentilles non imprimées et près de 100 fois supérieure à l’administration d’une goutte en 26 heures à 0,035% (masse/volume), avec une concentration maximale (Cmax) légèrement supérieure pour les lentilles imprimées [47]. Malgré que les différents dispositifs utilisés ne contenaient pas la même dose, les temps de résidences moyens ont eux aussi augmenté en comparant les lentilles imprimées (12,60 h) aux lentilles non imprimées (3,36 h) ou aux gouttes ophtalmiques (0,25 h). Le timolol dans les lentilles imprimées a présenté des taux d’exposition dans les fluides lacrymaux environ au moins trois fois plus élevés (10,76 mM.min) que les autres dispositifs (lentille non-imprimé – 3,25 mM.min, gouttes à 0,068% - 1.24 mM.min et 0,25% - 3,05 mM.min) sur une période de 90 heures [48]. Les temps de résidence moyens toutefois, étant similaires pour les lentilles non imprimées (12,98 h) et imprimées (12,54 h), étaient toujours supérieurs à ceux par administration de gouttes (0,068% - 5,32 h et 0,25% - 6,35 h).
L’amélioration de la pharmacocinétique par l’impression moléculaire de lentilles cornéennes semble être prometteuse. Malheureusement, aucune étude sur l’efficacité pharmacologique in vivo n’a eu lieu jusqu’à présent. Étant donné la prise de mesure dans le fluide lacrymal, aucune indication n’existe à savoir les concentrations à l’intérieur de l’œil et si chacune des lentilles imprimées aura la capacité d’atteindre les concentrations thérapeutiques, un élément reproché à de tels designs de lentilles [40].
1.3.3 Lentilles cornéennes chargées en liposomes
L’utilisation des liposomes pour leur incorporation dans des lentilles cornéennes, contrairement à ce qui pourrait être pensé, n’a été étudiée que légèrement. Malgré qu’il y ait plusieurs études sur la libération de principes actifs d’hydrogels chargés en liposomes, peu d’entre eux visent une application ophtalmique telle que l’utilisation de lentilles cornéennes. Toutefois, une étude intéressante portant sur la dispersion de liposomes de dimyristoyl phosphatidylcholine (DMPC) contenant la lidocaïne dans une matrice de pHEMA et d’EGDMA d’un millimètre d’épaisseur [49]. À partir de liposomes de 20 nm de diamètre, ils ont déterminé la charge maximum de 4,9 mg de lidocaïne par gramme d’hydrogel possible tout en gardant l’hydrogel transparent. Malgré une libération lente de 70-80% en 6-7 jours, une libération rapide initiale entre 30 et 40% a été observée dans les premières heures. Cette libération rapide dans les premières heures cause une rapide diminution de la quantité totale de principe actif contenu dans la lentille et par conséquent réduit sa vitesse de libération ce qui pourrait mener à la libération d’une dose sous-thérapeutique et causer des échecs thérapeutiques. D’autres moyens pour utiliser les liposomes dans des lentilles cornéennes seraient de les enrober autour de la lentille, mais peu d’études ont été faites sur le sujet à l’exception d’une étude sur des antibiotiques, démontrant un certain potentiel du modèle [14].
1.3.4 Lentilles cornéennes incorporant des nanomicelles
Similaires aux liposomes et fonctionnant sur un principe identique à la vitamine E, l’incorporation de nanomicelles proposée par le professeur Chauhan de l’université de Floride est une alternative pour la fabrication de lentilles cornéennes médicamentées. À base de surfactant Brij de différents poids moléculaires (Brij 78, Brij 98, Brij 97, Brij700), les nanomicelles ont un diamètre environ entre 3 et 10 nm. Incorporées directement dans la solution de polymérisation et avec le principe actif, les lentilles sont polymérisées directement par UV ou par polymérisation thermique. Les nanomicelles seront prises dans la matrice polymérique en s’organisant en agrégats de micelles contenant le principe actif [50]. En utilisant la cyclosporine A comme principe actif ophtalmique modèle, la libération à partir de lentille de 200 µm d’épaisseur a suivi une cinétique de diffusion fickienne sur approximativement 25 jours ou plus, comparativement aux hydrogels sans nanomicelles libérant la totalité de leur contenu
sur 10 jours [51]. Le conditionnement des lentilles, effectué dans diverses solutions salines, n’a pas modifié significativement les profils de libération de la cyclosporine A. Cependant, seulement 37,1% du contenu total en principe actif est resté dans les lentilles lors du conditionnement dans l’eau pure, mais la présence de sel a permis d’en conserver davantage, jusqu’à 48%. Avec l’augmentation de la concentration de nanomicelles, une réduction de la vitesse de libération était observée. De plus, une influence de la masse moléculaire du surfactant sur la libération a été observée. L’utilisation du surfactant de masse moléculaire de 1151,5 (Brij 78) permet une libération prolongée maximale de 50 µg de cyclosporine A sur plus de 60 jours [50]. Il est important de noter que le surfactant est relargué des lentilles cornéennes jusqu’à 25% en 10 jours, représentant près de 30 µg par jour, ce qui pourrait causer des effets indésirable à la cornée. Cependant, le surfactant administré par gouttes n’a pas montré de toxicité sur une période de 5 h, un total de 50 µg Brij78 sur des yeux de lapins. Aucune étude sur la toxicité des expositions à long terme n’a été menée et évaluée. De plus, leur capacité à libérer des concentrations thérapeutiques de cyclosporine A sur une période prolongée n’a pas été évaluée
in vivo pour donner un aperçu de son potentiel d’application clinique. Enfin, les surfactants
utilisés ont montré un faible impact sur la transparence, mais un impact significatif sur le contenu en eau, ce qui pourrait modifier la perméabilité à l’oxygène et influencer d’autres paramètres. La possibilité du port de la lentille pour une période prolongée et chronique serait compromise.
1.3.5 Lentilles cornéennes chargées avec des particules
Avec un système similaire aux nanomicelles, le même groupe de recherche a développé un système nanoparticulaire à base de lipide fortement réticulé afin de limiter au maximum la diffusion des principes actifs des lentilles et de la suspension particulaire. À base de triacylate de glycérol propoxylé (PGT), les nanoparticules font environ entre 3 et 10 nm et sont réticulées avec l’EGDMA. Par le procédé de polymérisation par émulsion, le PGT a été polymérisé avec l’EGDMA en présence de principe actif, puis ensuite incorporé dans la préparation de la lentille de pHEMA. Ces nanoparticules ont présenté des cinétiques de libération très différentes en fonction de la température avec le timolol, observant des constantes croissantes de libération avec la température : 0,0998 à 25 oC, 0,5747 à 40 oC, 2,0322 à 60 oC, 8,7882 à 80 oC et 28,4987 à 100 oC (observation de 2 à 30 jours) [52]. Des observations similaires avaient aussi été
remarquées avec des particules sans EGDMA, avec le même principe actif [53]. Avec ce type de particules, les auteurs expliquent que le timolol réagira avec le PGT pendant la polymérisation des particules, formant un lien ester avec la particule [52]. Ce lien ester s’hydrolysera en présence d’eau libérant le timolol, ce qui expliquerait le mécanisme de libération thermosensible observé avec ces particules. Avec ce type de libération, ils observent des libérations de timolol pouvant aller jusqu’à au moins 30 jours. Cependant, dans les deux études, lors du conditionnement de la lentille dans une solution PBS, une quantité non négligeable de timolol est perdue dans un conditionnement à température pièce et l’apparition d’une libération rapide initiale apparait, alors que cet effet est atténué avec un conditionnement à 4 oC [52, 53]. Les profils de libération restent similaires avant et après le conditionnement. Les études in vivo ont été menées avec ces lentilles cornéennes chez des chiens Beagles et l’efficacité de la lentille fut de trois jours malgré une libération in vitro prolongée de timolol sur près de 30 jours. Similairement aux nanomicelles, on pouvait être porté à croire que la libération, prolongée à plus de quelques jours (environ trois), ne serait pas suffisante pour atteindre des niveaux thérapeutiques, reflétant possiblement une partie du problème observé dans l’étude in
vivo. Il se pourrait aussi que la quantité de fluide lacrymal produite et présente à la surface de
l’œil ne soit pas suffisante pour permettre une hydrolyse du lien du timolol avec la particule et libérer le timolol à des concentrations thérapeutiques après trois jours ou plus.
L’utilisation d’un stimulus pour provoquer la libération ou encore la contrôler nécessite généralement que le stimulus soit présent à l’endroit d’administration et en quantité suffisante. Comme il a été démontré avec l’utilisation de la présence d’eau et d’énergie (chaleur) pour les particules de PGT, cela nécessite de nombreux ajustements. Un groupe de Dean Ho de l’université de Los Angeles, a conçu une nanoparticule à base de chitosan et de nanodiamant qui serait reconnue par le lysozyme des fluides lacrymaux puis initierait la libération du principe actif [54]. Leur système nanoparticulaire comporte un nanodiamant enrobé de polyéthylène imine qu’ils ont réticulée par la formation d’amide par activation NHS avec du chitosan-N-acétylé, le tout en présence de timolol. Incorporé dans la matrice de la lentille par polymérisation avec le HEMA et l’EGDMA, le lysozyme ciblera les liens 1,4-β-glycosides qu’il dégradera, libérant le timolol et le nanodiamant. Aucune libération du timolol n’a été apparente in vitro sans lysozyme et l’ajout de lysozyme (2,7 mg/mL) a initié la libération du timolol [54]. En
libérant uniquement au contact de l’œil et du lyzozyme des fluides lacrymaux, ce système pourrait éviter l’impact du conditionnement sur la libération et le contenu total dans la lentille cornéenne. Cependant, il n’y a aucune certitude que la concentration de lysozyme lacrymal, connaissant qu’elle se situe entre 1,01 ± 0,40 (16-30 ans) et 1,68 ± 0,66 mg/mL (61-78 ans) [55], sera suffisante pour permettre de libérer des concentrations thérapeutiques.
D’autres types de nanoparticules développées récemment proposent d’autres systèmes d’administration potentielle par lentilles cornéennes en formant des complexes avec des protéines biologiques. Notamment, l’utilisation de l’albumine de sérum bovin (BSA) pour former des nanoagrégats ont démontré des profils de libérations sur un maximum de trois jours, avec un maximum de réticulation par triéthylène glycol diméthacrylate, puis une tolérance acceptable chez les lapins [56]. L’introduction de nanoparticules d’argent de moins de 100 nm dans une lentille cornéenne de pHEMA à partir de la solution de polymérisation, a démontré une activité sur des souches P. aeruginosa spp. et S. aureus spp [57]. L’effet de cette lentille est dose-dépendant de la quantité de nanoparticules d’argent par libération des particules de la lentille, libérant en 72 heures entre 80 % (16,5 µg) et 33 % (33,1 µg) de son contenu en argent. La quantité libérée diminue avec l’augmentation de la charge initiale en argent. Aucune étude de tolérance ou toxicité in vivo n’a été effectuée pour évaluer le potentiel clinique de la lentille.
1.3.6 Lentilles cornéennes contenant des films de polymères
Une récente innovation permettant de combiner à la fois un haut taux de chargement en principe actif et une libération contrôlée fait utilisation d’un film de polymère à l’intérieur de la lentille cornéenne. À partir d’une base de HEMA, un film de PLGA de 118 kDa contenant le médicament est déposé et pressé sur la base de HEMA. Ensuite, cette base de HEMA et de PLGA est de nouveau recouverte par une deuxième couche de HEMA sur le dessus pour former la lentille cornéenne [58]. Des étapes pour retirer l’acétate d’éthyle sont toutefois nécessaires, puisque le PLGA et le principe actif y sont conservés en solution. Cette méthode de formulation a permis de libérer un peu plus de 6 mg (33 %) de fluorescéine en 100 jours, en comparaison avec les lentilles de HEMA seules (13 mg en 80 jours). En utilisant la ciprofloxacine, un peu plus de 4 mg (23 %) en un mois ont été libérés de la lentille [58]. Les impressionnantes capacités d’incorporation de principe actif dans la lentille et ses cinétiques de libération d’ordre 0
